电液动力学技术与过程优化

电液动力学技术导论。第一部分：过程优化

1.1 引言

生物医学领域已展现出合成具有生物学可识别功能的引导性生物材料的替代途径，以在体外重现健康组织在体内发挥的所有主要功能。其中，电液动力学技术（EFDTs）正作为一种高度灵活且低成本的工艺脱颖而出，通过利用静电力来调控生物材料，从而在体外引导细胞命运。特别是，这些技术包括“自下而上”的制造技术，如静电纺丝和喷雾，可通过在粘弹性聚合物溶液上施加高压电场力，加工出微米和纳米结构，形成颗粒或纤维。这些技术因其工艺简单以及易于实施的特点而极具吸引力，可用于制造从微米到亚微米尺度可控尺寸的智能复杂器件，并具备面向工业过程的高可扩展性[1]。EFDT工艺的高度通用性得益于对实验工艺条件和溶液性质的全面控制，从而能够显著影响形貌特征，包括特征尺寸及分布、形状、结晶度、表面粗糙度和孔隙率[2]。通过合理选择聚合物溶液性质和工艺条件，EFDTs能够在微米和/或亚微米尺度上制备纤维和/或颗粒，并可通过定制化的实验装置进行多样化组装，从而生成具有独特拓扑或生化信号的多种三维（3D）多功能器件（图1.1）。本文首先介绍电液动力学技术，描述其基本原理——即静电纺丝[3],静电喷涂[4]，然后从技术角度阐述其针对特定应用所取得的最新进展。此外，我们还介绍基于EFDT原理的更复杂的制造策略，即电动力雾化[5],熔融书写[6],和加法式静电喷涂[7]，这些技术源于对成熟技术的部分或完全再创新/杂化，旨在满足不同应用领域（如药物递送、支架设计、癌症治疗）的特定要求。

1.2 基本原理

1.2.1 静电纺丝

静电纺丝是使用最广泛的电液动力学技术，因其具有高度的通用性和在施加电场力下生成从几微米到纳米级纤维的独特能力。直到21世纪，静电纺丝过程才受到广泛关注，用于制备各种聚合物的纳米纤维结构，这与设计用于不同研究和工业应用的纳米尺度材料的需求相吻合。该技术的起源可追溯至福尔哈尔斯专利，该专利描述了一种生产醋酸纤维素丝的新工艺和装置[8]。根据这些开创性研究，基础的静电纺丝装置至今仍由四个部分组成：装有聚合物溶液的注射器、金属针头、工作在千伏范围的电源以及金属收集器。该过程涉及以恒定流速移动的聚合物溶液与直接连接到电源的针头喷头处的高压电场之间的相互作用。1960年，杰弗里·泰勒将其研究重点放在电场作用下液滴形态变化的探究上，提供了关于一种特殊锥体（即泰勒锥）形成的新信息，该锥体源于聚合物的表面张力和静电作用力[9]。一旦施加电压，液滴会变形形成泰勒锥，这是纤维形成过程的开始。当液滴的表面张力被克服后，发生液体射流喷射，形成纤维并收集在收集器上，且随着收集器距离的增加，纤维直径更小。

鲍姆加滕于1971年发表的研究聚焦于使用聚丙烯腈/二甲基甲酰胺溶液时不同工艺参数对电纺纳米纤维结构特性的影响，同时描述了溶液黏度与纤维直径之间的直接关系[10]。如今人们已经知道，通过调节溶液性质（即浓度、聚合物分子量、缠结数量、溶剂介电常数）、工艺参数和环境条件，可以调控静电纺丝过程以控制纤维的尺寸和形貌，而通过使用定制收集器可实现从随机到取向纤维结构的转变，从而调控纤维排列[11]。

例如，已有多种研究证明，增加溶液浓度可促进形成直径增大且珠状结构出现较少的纤维[12]。这种效应归因于黏度和表面张力，它们与特定的溶液浓度密切相关。对于低黏度溶液而言，表面张力占主导地位，因此纤维上容易形成珠状物[13–16]。相反，在高黏度情况下，溶液无法充分通过针头流动，导致纤维无法正常形成[17,18]。此外，与溶剂性质（如挥发性）密切相关的表面张力也可能对纤维形貌产生重要影响[19]。

使用不同的溶剂，即溶剂和共溶剂，可通过调节蒸发机制过程中的热力学作用力进一步改善纤维形貌。例如，丙酮——一种介电常数较低的溶剂——通常会促进纤维上珠状物的形成，但如果向溶液中适当添加N,N-二甲基乙酰胺或水，珠状物可能会消失[20]。

在此背景下，溶液介电常数——与偶极矩和分子极性相关——也会影响聚合物链与溶剂大分子之间的局部相互作用。具有高介电常数的极性溶剂可能通过影响聚合物射流的拉伸机制，对静电纺丝纤维的形成产生积极影响[21]。因此，由于导电性较低的溶液无法有效地与电场力相互作用，故不能用于静电纺丝。然而，可通过添加无机盐（如NaCl、LiCl和MgCl）来提高导电性[14,22]。

在纤维拉伸过程中，需优化蒸发机制的控制，该机制主要取决于溶剂的沸点，以避免不必要的针头堵塞并限制纤维上珠状物的形成；蒸发过低时即会出现此类情况。然而，如果挥发性过低，则会阻碍溶剂干燥并促进珠状物的形成[23,24]。

值得注意的是，在形成聚合物射流之前，必须施加电力以克服液体的表面张力。在静电纺丝过程中，聚合物液滴受到库仑力、粘弹力和表面张力这三种不同力之间的平衡影响。通过增加电压，电力增大，从而克服其他两种力，促进聚合物射流的形成。超过阈值后，施加电压的增加可能促进聚合物溶液的喷射，形成直径更大的纤维[25,26]。然而，其他研究强调，随着电压增加，珠状物和液滴广泛存在，且纤维直径分布更宽[27]。一些研究还表明电压对纤维形貌有影响，可导致形状从圆形转变为扁平/带状纤维[28]。用于拉伸溶液的施加电压及阈值会因所用聚合物的不同而有很大差异。例如，已知在PEO溶液的情况下，电压增加会促进珠状物的形成[29]，而在丝素蛋白的情况下，纤维的平均直径会随电压增加而增大[30]。

聚合物从注射器到收集器的流速会影响射流速度和物质传递射流。流速可影响液滴尺寸、泰勒锥的形成及其维持、纤维直径分布以及纤维的形貌[31]。该参数应加以控制，因为它负责在针头喷头处维持锥体形状，并实现溶液的持续喷射[9]。较低的流速可为溶剂蒸发提供充足的时间，避免产生珠状物[32]。过高的流速会导致珠状物的产生，因为在溶液到达收集器之前没有足够时间使溶剂蒸发。

另一个可能影响纤维直径和形貌的参数是针头喷头与收集器之间的距离。蒸发和弯曲不稳定性受该参数的影响，且与特定的聚合物溶液有关。研究发现，减小距离会导致湿纤维和珠状物的产生，这可归因于溶剂蒸发不充分[32]。在此情况下，针头喷头与收集器之间的距离应设置为最佳值，以确保聚合物到达收集器前溶剂充分蒸发，避免形成珠状物[31]。针头喷头与收集器之间的距离会影响电场强度；若距离减小，射流行为类似于施加电压增加，从而导致电场强度升高，可能引发严重不稳定性并形成珠状物[33]。

在静电纺丝过程中，收集器是工艺装置的重要组成部分，作为纤维沉积的导电基底。收集器可以是导电的平面（通常为铝箔）、旋转圆柱体或能够促进特定纤维图案形成的轮状盘（例如单向排列纤维[11]）。此外，收集器位置——垂直或水平——是另一个需要考虑的因素，因为重力会影响射流行为，导致泰勒锥形状发生变化[34]。

环境因素，如温度和相对湿度，可能会显著影响纤维的形貌。为了阐明湿度在静电纺丝过程中的影响，已使用不同的聚合物，结果表明当湿度增加时，纤维直径减小。高湿度（>70%）可能会改变纤维形貌，促进不规则纤维的形成[35,36]。其他研究阐明了相对湿度对纤维形貌的影响及其与聚合物疏水性的关系。为说明这种关系，已对不同聚合物进行了比较研究，例如聚乙二醇（PEG）（亲水性）、聚己内酯（PCL）（中等疏水性）和聚碳酸酯氨酯（PCU）（疏水性）。结果表明，湿度可能通过引起不受控的断裂而机械性地破坏纤维稳定性，这取决于聚合物的亲水性——PEG纤维发生断裂，PCL纤维则形成多孔表面[37]。在湿度存在的情况下，对于二元溶剂系统，由于溶剂蒸发速率和液体冷凝极限的不同，也可能促进孔隙的形成[38]。另一方面，观察到温度对溶液以及纤维形貌具有影响。温度升高会促进溶剂更快蒸发，并导致聚合物黏度下降，最终引起纤维直径减小[39]。

目前，有多种聚合物被用于静电纺丝以制备纤维。通常，合成聚合物如PCL[40], PLA[41],聚乙醇酸[42],聚乳酸‐羟基乙酸共聚物（PLGA）[43],和聚环氧乙烷（PEO）可通过静电纺丝轻松加工，具有良好的机械性能，适用于不同用途，并且具有良好的生物相容性和可生物降解性，因此可用作组织工程中的支架材料。天然聚合物如胶原蛋白[44],明胶、弹性蛋白[45],角蛋白[46],丝素蛋白[30],壳聚糖[47],和海藻酸盐[48]也已被广泛使用。由于这些天然聚合物的机械性能较弱且降解速度较快，近年来研究更多集中于通过混合合成聚合物与天然聚合物来制备杂化静电纺丝纤维。这种方法为引入药物和生长因子提供了良好机会，可用于设计可控药物递送系统[49,50],或掺入羟基磷灰石、钙/磷酸盐复合物以及玻璃等无机材料[51,52]以提高生物活性。

1.2.2 静电喷涂

电液动力技术还包括所有通过施加电场梯度以克服液体表面张力，从而产生相对单分散粒径分布液滴的喷雾过程。与静电喷涂中采用感应或接触充电且使用导电液体的方法不同，电动喷雾仅适用于因其本征高电阻率而能承受强电场梯度的液体。其基础工作原理简单——液体从连接高压极性的喷口排出。可选地，可在液体出口下游设置接地或连接相反极性的收集器，以建立雾化所需的电场梯度。所形成液滴的尺寸由激励电压、液体表面张力、流速和喷口直径等多个参数控制，该过程无噪声、稳健且稳定。主要优势在于使用低电场实现射流断裂、无需机械力以及低压液体泵送，尽管在非高电阻率液体与低流速联合使用方面存在某些限制[53]。静电喷涂包含多种加工模式；在稳定的锥‐射流形成情况下，液体倾向于形成具有细射流尖端的规则轴对称锥体。此时，射流可能沿毛细管轴流动或略微偏离该轴，从而引发不稳定性现象，在溶剂完全蒸发后形成固态亚微米颗粒的均匀分散。在振荡射流模式下，从锥体尖端喷出的连续射流可能在由毛细管轴生成的所有平面上发生振荡。尽管振荡平面是稳定的，但其方向可能自发转变为另一取向，从而限制了对颗粒沉积区域。在这两种情况下，都可能观察到多射流的形成，主要出现在低表面张力液体中，可通过适当降低电场强度来减少。

由于生成颗粒的形貌高度依赖于溶剂的物理化学性质，因此为聚合物溶解选择合适的溶剂无疑是通过静电纺丝制备微/纳米凝胶的关键步骤。通常情况下，具有低蒸气压和高沸点（例如N,N‐二甲基甲酰胺）的溶剂有利于形成尺寸更小、表面形貌更光滑的颗粒，并因聚合物链缠结较弱而呈现双峰尺寸分布。相反，具有高蒸气压、低沸点以及随之而来的更快蒸发速率的溶剂（例如二氯甲烷、乙酸）可能导致形成具有纹理或高度多孔表面甚至中空结构的颗粒。事实上，快速的溶剂蒸发速率缩短了聚合物链在快速固化过程中于液滴内重新排列所需的时间[54]。对于聚电解质（如壳聚糖），通过快速去除高挥发性溶剂（如乙酸），所形成的纳米颗粒表现出均匀的粒径分布和亚微米级直径。然而，为了控制形状和粒径分布，已采用水作为共溶剂体系，以通过调控蒸发机制并改善与生物活性分子的界面，实现液滴更稳定的形成[45]。实际上，溶剂的性质对于优化静电纺丝工艺制备载药颗粒至关重要。它们可能干扰在施加电场下聚合物链之间有效缠结的形成，从而影响颗粒的最终尺寸和形状，以及对分子种类的有效包封，进而对其在药物治疗中的应用产生重要影响。

在静电纺丝过程中，聚合物溶液被喷洒成液滴，经历溶剂蒸发和聚合物扩散。颗粒的最终形貌取决于链缠结，主要由浓度和分子量决定，这有助于获得尺寸均匀的颗粒[55]。颗粒的形貌主要受溶剂蒸发控制，而溶剂蒸发严格受到流速以及特定聚合物（如溶解度、分子量和浓度）的影响。流速通过调节库仑分裂机制来影响颗粒的形貌和尺寸[56]。电喷雾产生的液滴在蒸发过程中经历库仑分裂。高流速往往促进具有双峰或多分散性特征的卫星液滴形成，而低流速则可能保证颗粒尺寸的严格分布[56,57]。喷头与收集器之间的距离是另一个可显著影响溶剂蒸发的参数，因为如果距离过短，溶剂无法充分蒸发，将收集到湿润且粒径分布较宽的颗粒[58]。所有结果均证实，随着针头与收集器间距的减小，颗粒尺寸减小，这是由于电场强度上升所致[57]。

因此，该工艺的高度可调性为设计用于生物医学方法的液滴提供了多种优势，这些液滴尺寸从数百微米到若干纳米，可作为基因、药物和生物分子的载体，实现时空释放，用于开发药物递送系统或用于癌症治疗的纳米器件[2]。

1.3 定制工艺以实现定制化应用

1.3.1 用于细胞递送的电动力雾化

随着对短链/长链聚合物与电场力之间相互作用机制的深入了解，探索电液动力技术作为一种制备和组装多种微米级装置（如颗粒或胶囊）的有力工具这一理念日益受到重视，这些微米级装置可用作载体或μ‐支架，应用于医疗保健领域的不同场景[59]。通过合理选择材料和工艺条件，电液动力技术能够精确调控施加电压、工作距离、流体流速、喷嘴直径以及前驱体的物理/化学性质，从而生成尺寸从数百微米到数十纳米范围内的单分散液滴。在后一种情况下，即电动力喷涂或更常见的静电喷涂，该过程主要受蒸发机制支配，这些机制可能显著影响颗粒的尺寸和表面积与体积比——甚至在一定程度上独立于材料特性——并最终根据特定的加工路径影响包封/递送机制。相反，在前一种情况下，即电动力雾化（EDA），颗粒形成过程主要由流动条件（如流速、针头尺寸）控制，因此成为将细胞和分子高效包封于同一载体中的更有效方法[60]。例如，近年来类似方法已被应用于非牛顿聚合物溶液，以开发μ‐载体，用于研究健康或病理微环境中的细胞和分子活动[61]。

EDA 是一种以非连续射流为特征的动态过程。液体以相对较大的液滴、滴落模式和微滴模式，或细长纺锤或多纺锤的形式发射。因此，在 EDA 的液滴形成过程中，可能会发生不同的现象：在滴落模式下，当液滴重量与电力共同作用超过毛细力时，球形的溶液液滴会从毛细管处撕裂并被喷出。一旦电压增加，液体弯月面趋于拉伸，液滴变得更小。相反，在微滴模式下，由于更高的表面稳定性，液滴在液体弯月面末端被喷出且不再进一步分裂，并且随着毛细管直径减小，液滴变得更小。在这种情况下，低流速和低粘度液体通常更容易在施加的静电力和惯性力作用下使射流分裂成更小的液滴。尽管滴落和微滴模式仅能在有限的电压和流速范围内产生；液滴的尺寸范围可从几微米到几百微米直径不等，其粒径分布通常为单分散的。其他模式（即纺锤和多纺锤模式）通常出现在使用较高浓度或聚合物分子量导致的粘性更大的溶液中，并且需要对工艺参数进行更精细的控制，以防止形成通常产生细长不规则碎片的纺锤状射流[22]。值得注意的是，对液体性质和给料参数（即电压、流速、距离）的精确控制对于防止不受控地切换至传统的静电喷雾模式极为重要。例如，对于恒定的液体流速，电压的轻微增加通常可能引发自由滴落实现加速，并形成更小的液滴。此外，电压的进一步增加还可能在喷嘴尖端引起聚合物溶液更强的拉伸，从而形成特征性的锥‐射流模式（即泰勒锥）[62]。

1.3.2 用于三维有序支架的熔融书写

近年来，增材制造技术（AM）已成为制备有序三维结构的最合适方法，这些结构可成功用作组织和器官再生的指导性支架。这些技术通常基于逐层制造策略，能够利用（3D）模型数据制造出具有复杂形状和微结构的固体平台，具备高度自动化、良好精度和可重复性。事实上，它们可以精细控制形态学模式，以发挥所有必要的结构功能，支持细胞在3D打印结构内的存活。在过去十年中，大量研究广泛证明了增材制造技术在设计定制支架方面的巨大潜力，可有效引导细胞活动，用于不同类型软组织和硬组织的再生。为了在自动化平台上实现高性能多孔结构，熔融静电纺丝书写（MEW）作为一种结合静电纺丝与大规模增材制造的技术，正逐渐成为构建用于组织工程应用支架的有序三维结构的合适技术。该技术基于熔融聚合物在静电作用力下的相互作用（即熔融静电纺丝），并借助能够机械控制喷丝头沿x-y轴移动的自动化设备，从而实现纤维分配系统，直接将聚合物书写成具有可控结构和图案的三维支架[6]。事实上，通过精确且协同地控制挤出速率和喷丝头/收集器速度，MEW可沉积平均直径低至10 μm的聚合物细丝，最终形成特征尺寸适合细胞和组织定植的可重复三维晶格[63]。使用MEW可在无需有机溶剂的情况下便捷地构建支架结构，独特地结合了基于熔融挤出的增材制造方法和静电纺丝的特定优势[64]。因此，一些研究人员还尝试结合溶液和熔融静电纺丝，在有序纤维网表面复制随机纳米纤维纹理，以制造杂合型血管移植物，在细胞黏附和结构识别方面取得了令人关注的结果[65]。此外，通过精确调控熔融静电纺丝工艺参数（如喷丝头直径、电压、收集器距离等），可利用多种可生物降解和/或生物活性材料加工出具有特殊纤维尺寸的不同支柱，用于制造适用于组织工程的定制支架。例如，聚己内酯（PCL）因其约63°C的低熔点，以及已知良好的生物降解性能和可接受的体内宿主反应，已被广泛应用于MEW工艺中[66]。最近，光交联生物共聚物，如聚(l‐乳酸‐co‐ε‐己内酯‐co‐丙烯酰基碳酸酯)或聚(l‐乳酸‐co‐ε‐己内酯‐co‐丙烯酰基碳酸酯)，已被成功测试用于生成具有不同生物降解性能和生物学反应、并在动态载荷下具有改善的机械刚度的新基材[67]。相比之下与传统的熔融沉积成型/静电纺丝相比，熔融静电写入已被证实是一种能够合理设计和制造纤维尺寸更细（直径低至50 μm）的纤维支架的计算机辅助电液动力学打印技术。因此，熔融静电纺丝能够弥合纳米尺度制造方法（如静电纺丝）在纤维沉积控制方面的不足与分辨率受限的增材制造方法之间的差距。此外，多项研究已表明，相较于传统静电纺丝支架（常被细胞视为二维结构且细胞渗透有限），熔融静电写入支架的大孔结构可能更有效地促进三维细胞侵袭性；同时，相较于熔融沉积成型制备的支架（由于孔隙过大导致细胞间及细胞与材料相互作用效率低下，孔径大于>100 μm），也表现出显著改善[69]。

1.4 分子释放的增材工艺

在过去10年中，由于载药纤维基质可通过单向静电纺丝制备药物/聚合物共混物，并实现缓释，相较于在给药部位（如皮肤）附近发生药物瞬时释放的药物吸附系统更具优势，因此受到了广泛研究。然而，材料组成和工艺条件往往无法保证生物活性分子的均匀分散，从而导致明显的初始突释现象。此外，不稳定分子（如酶、激素或氨基酸溶液）常易与有机溶剂发生化学反应，造成分子活性和/或超分子结构的显著损失，进而部分削弱其功能特性[70]。

因此，已探索多种替代性技术方案，以将生物活性分子掺入纤维状聚合物结构中，从而避免活性分子快速且不受控的降解/变性，同时不改变纤维功能。特别是，已研究了多种策略来操控含有生物活性药物或治疗分子的聚合物溶液，以最小化溶剂化学的侵入性。这些策略主要通过对基本静电纺丝构型进行改进，结合/集成不同的工艺步骤（例如同轴[71]或乳液纺丝[72]）。在大多数情况下，可通过在核心相中使用绿色溶剂或在乳液制备过程中添加表面活性剂来保护生物活性分子，防止其与具有攻击性的溶剂发生不利相互作用。然而，主要局限性仍在于对释放机制的控制或预测能力有限，这通常受到所提出系统的结构和化学复杂性的限制，导致在分子递送应用中存在显著不足[73]。

最近，一种基于将微/纳米颗粒组装到静电纺丝纤维支架上的新方法正逐渐成为开发具有新生物信号的微/纳米结构平台的最简单方案，且不会改变纤维网络的结构特性。众所周知，由于纳米颗粒相对于主要用于二维应用的纳米纤维具有零维特性，因此在许多生物、医学或制药应用中可成功用作药物递送系统。因此，许多研究深入探讨了通过将纳米颗粒和纤维混合成单一网络来制备集成系统的方法，这取决于聚合物载体在不同可行性和可靠性程度下的表现[74]。用于制备粒径范围为10–1000 nm的纳米颗粒或粉末单元的不同技术（例如乳液法、超临界流体技术、自组装）在纤维封装之前可能存在各种局限性。例如，单步或多步乳液法虽然因药物包封效率高而被广泛使用，但对粒径分布的控制能力较差，可能影响载药在体内的释放曲线和生物利用度[40]。化学合成方法，如溶液中的单体聚合，或基于聚合物链间静电相互作用的物理组装方法，如相分离[75]或离子凝胶化[76]，通常因需使用有机溶剂或化学试剂而被弃用，因为这些物质可能对环境和生理系统造成危害。基于超临界流体的新技术虽普遍被认为是生态可持续且适用于大规模生产的，但仍存在若干不足，主要与生产工艺、高成本以及设备复杂性的增加有关[77]。

最近的研究正在探索新的加工解决方案，以整合纳米颗粒和纤维，从而降低因使用多种技术而带来的工艺复杂性。这些方案基于在高压电场作用下对活性物质负载聚合物溶液实施多级电液动力学过程，显著降低了资源成本并提高了产品可行性。该方法主要关注复制天然细胞外基质在组织再生过程中影响细胞的所有化学或物理机制的能力，能够在新基质沉积期间在空间和时间上支持组织功能，更好地模拟组织结构的层级结构。为此，必须设计“生物分子功能化支架”，使其能够安全释放治疗分子，以复制组织形态发生过程中新形成的细胞外基质自组织所需的天然信号模式。

增材电喷雾（AES），即电喷雾纳米颗粒与静电纺丝纤维网络的集成，已被提出作为一种有趣的方法，以“独立地”控制支架的释放和功能特性，从而在新型细胞外基质从头形成过程中通过独立信号支持细胞活动。这一方法最近在文献中被综述[7]，其基于一种巧妙构思，即将纤维和颗粒的最佳特性整合到单一装置中，而不会显著增加工艺复杂性和资源成本。从技术角度来看，工艺条件可轻松调节，以单独实现从纤维到颗粒的转变，同时也可诱导纤维上珠状/颗粒结构的形成。更重要的是，AES提供了独特的机会，可通过单步或多步工艺阶段，在上下文中设计具有多级药物分布的颗粒和纤维载体，显著提高最终生产效率。可生物降解或不可降解材料可组合使用，以组装纤维和颗粒，并独立调控仅由扩散或由扩散与降解机制共同作用的药物释放机制，从而通过独立的释放动力学递送一种或多种活性物质[78]。此外，对工艺设置的准确定义允许选择不同的模式将纳米颗粒集成到三维纤维网络中，即一种“顺序式”模式用于制造纳米结构涂层，或“同时式”模式用于形成分子梯度，赋予分子所需的时空分布，以满足靶向应用的广泛需求[79]。为了延长分子释放时间，已研究了多种添加剂方法，用于在纤维制造过程中不直接掺入生物活性分子的情况下对静电纺丝纤维进行功能化。例如，包括固定化或化学接枝以及通过水凝胶浸渍实现大分子编码的添加剂处理，代表了一条能够精细控制一种或多种因子释放及其时空模式的有效途径。例如，通过共价结合生物活性分子对纤维表面进行化学修饰，已被证明可将释放时间延长至2–3周[80]。在这种情况下，生物活性分子的释放还可通过锚定大分子结合介导，即利用糖胺聚糖释放带正电荷的分子，这些分子通过静电作用力弱结合于酰胺基团。这确保了比单独使用静电纺丝纤维更长时间地保留活性分子，并有机会根据被动/主动靶向的需求，精确控制时间和空间分布，递送一种或多种不同类型的分子种类（如化疗药物、生长因子、药物）。

1.5 未来趋势

近年来，医学和材料科学的新发现推动了新技术的发展，这些技术能够将生物相容性材料与细胞协同设计，形成复杂的三维功能性生物杂化组织，从而更好地满足再生医学从头构建适用于移植的组织和器官的迫切需求。与传统策略相比，这种方法涉及更多的复杂性，例如材料的选择、细胞类型、生长和分化因子，以及与活细胞敏感性和组织构建相关的技术改进[81]。迄今为止，类似的方法已用于多种组织（如骨、血管移植物、气管、心肌、皮肤和软骨）的生成与移植，主要基于逐层技术，以实现对生物材料、生物化学物质和活细胞的精确位置，并对功能组分在三维结构中的空间分布进行高度控制。这些方法不仅能够制造出组织/器官中细胞和细胞外成分的相同复制品，还能通过自组装胚胎器官作为成熟器官发育的引导，利用微组织构建单元作为最小的结构和功能组件，在大组织中实现具有仿生设计与结构的有效复制。在此背景下，许多研究人员正致力于优化电液动力喷墨打印，该技术基于对聚合物溶液或浆料施加电场。Jayasinghe团队的研究表明，活细胞能够在与电液动力打印相关的高电场和压力效应下存活，这已通过打印后细胞的长期存活和正常的细胞分裂速率得到证实[82]，且不受所用不同细胞系（即人外周血单核细胞、小鼠CAD细胞、神经元细胞）的影响。利用电场作为驱动力来拉伸通过物理增材质量流形成微图案，是通过精确控制液体从喷嘴的喷射模式来构建连续和/或分级结构的独特机会[83]。例如，最近提出了一种有趣的电液动印刷变体，通过无需使用喷嘴或电极的热释电机制，在基底表面以微米和纳米尺度设计生物材料。这一由费拉罗及其同事开发的概念，通过红外光束或烙铁对基底进行热刺激，产生电场，从而能够在生物材料表面实现热释电打印，用于制造纳米结构材料，并在未来有望应用于三维支架的构建[84]。

通过集成不同的电液动力学技术（即增材电喷雾、纤维多层化）或结合不同的制造技术（即3D打印、微流控），对工艺设置进行定制化，目前已成为实现具有更高结构复杂性和多功能性的3D结构精确设计的最佳路径。然而，生物材料科学家和技术界仍需努力进一步改进现有的药物递送系统和支架技术，通过智能化地重构细胞打印与电液动力学的传统概念，探索新型集成工艺，从而真正实现面向病理性、损伤性或单纯老化组织的高效治疗、再生或替代的细胞和分子平台的个性化设计。